一、纳米材料在骨科的应用（论文文献综述）
孙嘉阳[1]（2021）在《生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮材料对骨缺损修复的研究》文中认为骨缺损是骨科常见疾病,当骨缺损长度达到损伤骨直径的2-2.5倍时去,缺损骨组织很难自行愈合,这种大块骨缺损称之为临界骨缺损（CDS）。骨肿瘤、先天性骨质畸形、创伤或病理性骨折、感染等一些常见骨科疾病都可能导致CSD的发生,甚至进一步导致骨关节炎或其他疾病损害人体正常的肌肉骨骼系统。当临界骨缺损发生时,临床最常用的治疗方式就是通过骨移植治疗。骨移植的金标准是自体骨移植,只有自体骨移植才能达到骨移植材料最理想的性能,包括骨传导、骨诱导和成骨三方面。然而,自体骨移植需要对患者造成额外的手术创伤,这种创伤不仅对患者造成不亚于骨移植手术本身的痛苦感受,还存在手术部位出血、感染等手术并发症,并且我们能够取得的自体骨数量也极为有限,这使得骨缺损的形态和功能重建仍然面临着巨大的挑战。全世界每年有超过200多万患者接受骨科骨移植手术,如何避免骨缺损的发生和选择适合的骨缺损填充物成为了我们骨科医生临床和科研的重要课题,而骨组织工程学也应运而生。传统骨缺损修复材料与现代骨缺损修复材料不断在过去的几十年工作中不断被研究发展,但依然有着各自的优势与劣势。而新兴的组织工程骨与复合材料也有着需要不断改进与探索的必要。聚醚醚酮是一种具有良好热塑性的线性芳香族高分子化合物,具备耐辐射、耐磨、耐疲劳等优势。聚醚醚酮材料的透光性、耐磨性及与人体骨相近似的力学特性早已被骨科、神经外科、口腔医学科广泛关注,其制作的材料也已经应用于临床工作中。然而聚醚醚酮的生物惰性不利于细胞粘附,导致其骨传导与骨整合能力极差。而理想的人体骨缺损修复材料在植入体内后不仅是简单的占位与支持作用,还能够调控细胞行为向成骨方向分化诱导,促进骨缺损的本体修复。聚醚醚酮的生物惰性也就成了制约其成为理想骨缺损修复材料的最大限制。因此,如何提高PEEK的生物活性,提高其骨整合性已成为PEEK作为骨缺损修复材料的研究热点。本实验通过持续三氧化硫熏蒸法获得可控磺化程度的磺化聚醚醚酮,并应用SBF生物矿化液选择不同矿化pH值、矿化时间与SBF矿化液浓度进行生物矿化,成功制备出表面含有复合了多种CaP矿化层的磺化PEEK材料。首先对由三氧化硫持续熏蒸法得到的磺化PEEK进行材料本体表征、磺化程度、力学性能、细胞增殖、细胞粘附、细胞外基质测定;然后对获得的生物矿化后的磺化PEEK进行材料形貌电镜扫描、力学性能评定、细胞增殖、粘附能力测定、成骨相关染色测定及成骨基因表达测定;最后应用大鼠颅骨缺损模型,验证材料的生物相容性及对骨缺损区域成骨的效果进行评估。通过上述研究,证明了通过生物矿化技术修饰的磺化PEEK具有良好的生物相容性、力学性能及成骨诱导能力。为骨修复材料提供了新的研究方向。第一部分:拥有拓扑形貌的磺化聚醚醚酮的制备与体外生物学研究本章通过在85℃条件下,应用缓慢滴加浓硫酸与过量五氧化二磷反应持续生成三氧化硫蒸汽熏蒸获得拥有表面孔隙结构的磺化PEEK,通过控制熏蒸时间控制磺化程度,将反应时间分为15分钟、30分钟、60分钟、90分,对应的磺化PEEK也分为SPEEK15、SPEEK30、SPEEK60、SPEEK90四组。其拉伸强度较磺化前无明显统计学差异,说明熏蒸法处理并不影响材料的力学强度;细胞增殖与粘附能力较未处理的空白组PEEK有所改善。经过脱细胞处理后的细胞外基质对细胞增殖与粘附有明显改善作用,这也说明磺化处理后的材料表面有利于细胞外基质等物质的附着,对细胞的生长与增殖起到积极作用。其中熏蒸30分钟组在体外生物学实验中表现最优。第二部分:生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮的制备与体外生物学性质研究通过不同生物矿化液浓度（1倍、5倍、10倍）、pH值（5.4、6.4、7.4、8.4）及矿化时间（2h、4h、6h、12h、24h、2d、7d、14d、21d）的分组制备,获得了不同矿化程度共计108组。现进行电镜扫描明确矿化程度后,保留矿化液5倍pH为6.4、7.4时间为14d的2组及矿化液10倍pH为6.4、7.4时间为14d的2组共计4组为矿化程度良好。然后进行EDX测定明确材料表面Ca/P比;对其进行力学研究及细胞粘附、成骨诱导、染色等测定。结果表明,通过生物矿化技术修饰的磺化PEEK具有良好的生物相容性、力学性能及成骨诱导能力,其性能较单纯磺化处理的PEEK明显增强。其中pH值7.4时多得到的矿化物质对细胞的促进作用最佳。第三部分:生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮体内骨修复研究本章将第一部分的空白组PEEK、单纯磺化30分钟组、第二部分的2个pH值为7.4的分组用于体内骨修复研究。将各组材料修剪为直径5mm,完全填充于大鼠颅骨缺损模型中,通过Micro-CT三维重建及组织学分析,评价各组在骨修复过程中的成骨效果。结果表明,新生骨组织沿PEEK片表面延伸爬行。8周后,经生物矿化修饰的4组磺化PEEK均有较好的成骨表现,其中矿化液pH值7.4、矿化时间14d时的两组骨修复效果最佳,与体外细胞实验结果一致。这种两次修饰方法获得明显生物相容性提高的制备方法为骨修复材料提供了一个新的方向。
李珊,刘超,晏怡果[2]（2021）在《医用金属材料在骨科应用中的生物功能化》文中指出背景:目前骨科医用金属材料经过多年的临床应用仍然存在许多问题,不仅面临着材料植入体内后的自体免疫反应、弹性模量与人体骨不相匹配、骨与界面不融合等问题,还由于金属腐蚀和磨损直接或间接造成的影响。目的:对医用金属材料在骨科应用中的生物功能化进行概述。方法:由第一作者应用计算机检索PubMed、CNKI、Web of Science数据库中的相关文献,英文检索词为"Orthopedics、metallic material、bio-functionalization",中文检索词为"骨科医用金属,3D打印技术,生物功能化,表面改性,材料表面涂层",最终纳入61篇文献进行综述。结果与结论:医用金属材料是最早运用在骨科的材料,最初对医用金属材料的研究都聚焦在金属材料本质上,随着对骨替代材料的不断研究,材料属性正在从生物惰性向生物活性和生物功能化发展。在不改变本体材料性能的前提下,采用表面物理改性、化学改性及表面生物改性进行金属材料生物功能的有机耦合,进一步实现医用金属材料的生物功能化,使骨科医用金属材料不仅具有良好的力学性能和生物相容性,而且还具有良好的生物活性、抗炎性能和骨诱导性,这些多功能的协同作用将成为临床应用新领域,也为开发生物医学金属的新功能指明方向。
李剑箫[3]（2021）在《n-HA/PA66骨整合与调节巨噬细胞极化研究》文中进行了进一步梳理第一部分:n-HA/PA66与骨组织界面及骨整合的体内研究目的为了评估生物活性材料纳米羟基磷灰石聚酰胺66（n-HA/PA66）与骨组织的骨-材料界面结合情况和骨整合性能,同时选择了临床上常用的另一种融合器材料聚醚醚酮（PEEK）作为对比。通过动物模型体内研究探讨两种材料的骨整合性能差异。方法将n-HA/PA66和PEEK材料制备成直径6mm,长度10mm的圆柱体,选取30只新西兰大白兔,随机分成n-HA/PA66组和PEEK组。在兔的双侧股骨髁外侧构建直径6mm,长度10mm的骨缺损,将两种材料植入骨缺损中构建植入物-骨界面。在术后4周、8周、12周、24周和52周取材,进行X线、micro-CT、硬组织切片组织学、扫描电镜、EDX元素分析来观察两种材料与骨组织界面的愈合情况,并通过力学推出试验评价两种材料与骨组织界面的结合力。结果在植入后8周,X线可以观察到n-HA/PA66材料周围出现一层透光间隙,而PEEK材料周围出现一层透光带。随后n-HA/PA66周围透光间隙开始减小,到24周和52周,间隙模糊消失,而PEEK材料周围透光带稳定存在。micro-CT结果提示在植入后12周到52周,n-HA/PA66材料周围新生骨痂逐渐增多,且新生骨痂质量明显高于PEEK,骨小梁数量（Tb.N）明显高于PEEK,而骨小梁分离度（Tb.sp）明显低于PEEK（p<0.05）。组织学切片观察结果显示,在植入后的早期（4和8周）,n-HA/PA66的边缘周围有一层间隙,间隙内有新生的骨样组织。在植入后12到52周,n-HA/PA66-骨界面间隙逐渐缩小且逐渐被成熟的骨组织所替代。而PEEK材料周围有一层空隙,空隙内无明显骨组织生成。扫描电镜显示,在植入24周和52周,骨组织与n-HA/PA66接触紧密,界面之间形成了连续的矿化过渡带。而骨组织与PEEK界面可见始终有一层缝隙间隔。EDX结果提示骨组织与n-HA/PA66接触界面形成了矿化程度更高的磷灰石层,n-HA/PA66周围的骨界面钙磷比为1.51～1.59,而PEEK周围界面钙磷比为1.29～1.50,提示PEEK界面的矿化程度明显低于n-HA/PA66。术后24周和52周的力学推出试验表明,n-HA/PA66具有更好的界面结合能力,n-HA/PA66的抗推出力明显高于PEEK。结论n-HA/PA66骨整合性能好,能与骨组织结合紧密,界面结合程度高,属于部分矿化的骨性整合界面。PEEK骨整合性较差,与骨组织界面矿化程度低,未达到骨整合。第二部分:n-HA/PA66调控巨噬细胞极化及促进间充质干细胞成骨分化的体外研究目的为了进一步观察n-HA/PA66和PEEK材料骨整合性能差异的原因,我们检测了两种材料对巨噬细胞极化和炎性因子分泌功能的影响,并将两种材料刺激后得到的巨噬细胞条件培养基与骨髓间充质干细胞共培养,以评价n-HA/PA66和PEEK材料的体外调节免疫成骨的能力。方法我们将巨噬细胞分别接种到n-HA/PA66和PEEK材料表面共培养,通过细胞增殖实验和扫描电镜观察两种材料对巨噬细胞增殖和细胞形态的影响,通过流式细胞仪检测巨噬细胞在两种材料刺激作用下的M1/M2型极化作用,通过RT-PCR技术检测巨噬细胞在两种材料刺激条件下的炎性因子分泌情况。然后我们将两种材料与巨噬细胞共培养获得的条件培养基加入骨髓间充质干细胞,研究条件培养基对骨髓间充质干细胞细胞成骨分化功能的影响。结果通过CCK-8检测,发现n-HA/PA66和PEEK都具有良好的生物相容性,巨噬细胞在n-HA/PA66和PEEK表面增殖能力相近。通过SEM观察,在n-HA/PA66表面有部分巨噬细胞部分表现为梭形、纺锤形,呈M2型,而PEEK表面基本呈现球形或椭圆形,属M1型。通过流式细胞仪检测n-HA/PA66组表面巨噬细胞M2表型标志物CD206高于PEEK组,而M1表型标志物CCR7低于PEEK。通过RT-PCR检测,M1型巨噬细胞标志物IL-1（?）在n-HA/PA66表达较低,而M2型标志物TGF-（?）和IL-10表达较高。然后我们建立了条件培养基模型,检测了两种材料诱导的条件培养基对b MSCs成骨分化能力的影响。ALP和茜素红染色结果显示n-HA/PA66组的染色能力最强,提示了其成骨分化能力优于PEEK材料。成骨相关基因的检测也表明n-HA/PA66组的成骨相关基因表达高于PEEK组。结论n-HA/PA66有一定促进巨噬细胞向M2型极化的能力,n-HA/PA66诱导巨噬细胞产生的免疫微环境有利于增强间充质干细胞的成骨分化能力。第三部分:n-HA/PA66的体内免疫调节研究目的为了评估两种材料在体内的免疫调节作用,我们通过SD大鼠背部气囊炎症模型,将n-HA/PA66和PEEK材料植入到皮下气囊,通过对气囊处皮肤组织的HE染色和免疫荧光染色来评估两种材料在体内对巨噬细胞极化的影响。方法将SD大鼠随机分成n-HA/PA66和PEEK材料组,在SD大鼠背部构建皮下气囊模型,模型构建成功后将两组材料分别植入到气囊。在植入后的第3和7天取下带有材料气囊皮肤组织,通过皮肤组织的HE染色来观察皮下组织的炎症反应,并通过免疫荧光染色来观察两种材料诱导巨噬细胞极化的情况。结果n-HA/PA66组的皮肤HE染色结果显示炎性细胞浸润较轻,免疫荧光显示以CD206为标志物的M2型巨噬细胞多于PEEK组,而PEEK组炎性细胞较多,且巨噬细胞以i NOS为标志物的M1型为主。结论PEEK材料在体内诱导的巨噬细胞以M1型表达为主,而n-HA/PA66有一定的诱导巨噬细胞向M2型极化的能力。
王晓东[4]（2021）在《3D打印组织工程人工骨的制备及生物学性能研究》文中研究表明目的:基于3D打印技术制备具有三维多孔结构的纳米羟基磷灰石（n-HA）/聚己内酯（PCL）组织工程人工骨。对组织工程人工骨的表征、体内外生物学性能及在体内骨缺损修复能力进行初步评估。方法:1.3D打印组织工程人工骨的制备与表征:以不同比例的纳米羟基磷灰石（n-HA）/聚己内酯（PCL）为基体,基于3D打印技术制备具有三维多孔结构的纳米羟基磷灰石（n-HA）/聚己内酯（PCL）组织工程人工骨,表征人工骨的理化性质、力学强度、组成和结构特征。2.兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨体外生物学性能研究:培养兔骨髓间充质干细胞并接种在组织工程人工骨上进行体外培养,观察细胞形貌和黏附;将兔骨髓间充质干细胞于组织工程人工骨培养基浸提液中培养,通过细胞增殖实验、细胞矿化实验评价组织人工骨在体外的生物学性能。3.兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨体内生物学性能研究:将组织工程人工骨生理盐水浸提液注射到兔体内,通过热原试验及急性毒性试验分析组织工程人工骨在体内的生物安全性;通过建立兔股骨大段骨缺损模型,在骨缺损处植入兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨,术后第8周时通过标本观察、X线检测、组织学检测,对兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨在体内的生物学性能及骨缺损修复能力进行初步评估。结果:1.3D打印组织工程人工骨的制备与表征:基于3D打印技术制备具有三维多孔结构的纳米羟基磷灰石（n-HA）/聚己内酯（PCL）组织工程人工骨,通过表征分析得知,扫描电镜（SEM）表明纳米羟基磷灰石在组织工程人工骨的表面形成了疏松分散、孔隙大小不一的微孔结构。EDS能谱仪、傅里叶红外光谱、X射线衍射、热重分析表明在复合人工骨中纳米羟基磷灰石和聚己内酯以物理结合的方式复合在一起,在制备过程中不会出现材料的化学结构改变。组织工程人工骨的亲水性及孔隙率随着纳米羟基磷灰石含量的增多而提高（P<0.05）,抗压强度力学性能随着构成中的聚己内酯含量的增多而提高（P<0.05）。2.兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨体外生物学性能研究:通过细胞形态学观察、细胞增殖实验和细胞矿化实验发现,兔骨髓间充质干细胞在纳米羟基磷灰石/聚己内酯组织工程人工骨上培养7天后,细胞外基质覆盖了组织工程人工骨,细胞增殖显着。细胞增殖实验结果发现随着培养时间的延长,兔骨髓间充质干细胞在含有羟基磷灰石的复合人工骨浸提液中呈现出更高的增殖能力（P<0.05）。细胞矿化实验中有大量钙结节生成,表明纳米羟基磷灰石/聚己内酯组织工程人工骨对兔骨髓间充质干细胞有良好的细胞相容性和促成骨分化的能力。3.兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨体内生物学性能研究:热原试验及急性毒性试验中未发现明显体温升高的表现,急性毒性试验心脏、肝脏、肾脏HE染色中未发现组织工程人工骨在体内有急性中毒性改变,表明组织工程人工骨生物相容性良好,并且符合安全生物材料产品标准。在兔股骨大段骨缺损模型中,术后第8周时通过标本观察、X线检测、组织学检测的结果显示,兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨在植入的骨缺损处有新生骨形成,骨缺损修复良好,表明纳米羟基磷灰石/聚己内酯组织工程人工骨具有良好的骨缺损修复能力。结论:1.本研究通过3D打印技术制备具有三维多孔结构的纳米羟基磷灰石（nHA）/聚己内酯（PCL）组织工程人工骨。通过表征分析,结果发现它具有良好的理化性质,具有一定的力学强度,具有接近天然骨的组成和结构特征。2.通过兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨的体外生物学性能实验研究,结果发现它具有支持骨髓间充质干细胞粘附和增殖,具有促进骨髓间充质干细胞成骨分化的能力,在体外具有良好的细胞相容性和骨诱导性。3.通过兔骨髓间充质干细胞复合组织工程人工骨的体内生物学性能实验研究,即在动物模型中对其生物安全性及骨缺损修复能力研究,结果发现组织工程人工骨在体内外均具有相对良好的生物相容性,安全无显着毒性,具有良好的骨缺损修复能力,为进一步实验研究奠定了良好实验基础。
温亚枫[5]（2021）在《生物可降解Mg-1Zn-1Sn-xSr合金的设计制备、生物相容性及生物学性能研究》文中进行了进一步梳理第一部分Mg-1Zn-1Sn-xSr合金的制备、表征检测以及抗腐蚀性能评估目的:选择具有良好生物安全性和生物可吸收性的三种人体必须营养元素Zn、Sn和Sr作为合金化元素,并采用低合金化、热挤压的加工方式制备了四种Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4、0.6 wt.%）合金,并检测其微观结构、力学性能及抗腐蚀性能,为后续研究提供理论基础。方法:利用ICP-OES检测所制备的镁合金实际元素化学成分组成;采用金相显微镜和SEM观察合金的微观结构,通过XRD和XPS分析和鉴定合金的相组成和合金表面化学成分;采用压缩试验和拉伸试验评估合金的力学性能;通过电化学测试和浸泡实验了解合金的抗腐蚀性能。结果:Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4、0.6 wt.%）合金的各实际元素化学组成与实验设计基本一致,其中Sr的含量分别为0 wt.%、0.16wt.%、0.38 wt.%和0.51 wt.%;铸态Mg-1Zn-1Sn-xSr呈典型的枝晶结构,随着Sr含量的不断增加,晶粒细化显着,第二相逐渐增多且分布不均,经热挤压后,晶粒尺寸约为20μm左右,第二相均匀分布于合金中,合金主要由α-Mg相和少量Mg Zn和Mg17Sr2第二相组成。随着Sr含量的增多,挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4和0.6 wt.%）合金的力学性能逐渐增强,极限抗压强度为404447 MPa;屈服强度为82126 MPa;压缩应变为17.021.1%。极限抗拉强度为229268MPa,屈服强度为151178 MPa,断后延伸率为8.09.0%。电化学测试和浸泡实验结果表明随着Sr含量的增加,合金的抗腐蚀性能呈现出先增强后减弱的趋势,其中,以0.2Sr合金的抗腐蚀性能最强,通过电化学测试结果和浸泡失重结果推算出的腐蚀率分别为0.16 mm/y和0.55 mm/y。结论:成功制备了挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4和0.6wt.%）合金,合金主要由α-Mg相和少量Mg Zn和Mg17Sr2第二相组成,合金中的第二相数量和分布可能是引起合金各方面性能差异的重要原因。该合金体系的力学性能均能较好的满足作为骨科内植物的需求,且随着Sr含量的增高,力学性能逐渐增强。0.2Sr合金具有最好的抗腐蚀性能,较好的满足了作为骨科内植物材料的基本要求,在生物医用领域有巨大的发展潜力和研究价值。第二部分挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr合金的体外生物相容性和生物活性研究目的:探究挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4和0.6 wt.%）合金的体外生物相容性,对成骨细胞的增殖、粘附、迁移、周期等生物行为学的影响及其可能原因,评估各合金在体外诱导成骨分化的能力,为后续体内实验研究提供理论支持。方法:通过死活染色、凋亡检测、CCK-8和周期检测评估合金浸提液对细胞毒性和细胞增殖活力的影响;通过划痕实验观察合金浸提液对细胞迁移的影响;采用CLSM观察浸提液中细胞的粘附面积和粘附密度;通过CLSM和SEM观察细胞在材料表面的粘附、扩展和增殖情况,p H计记录培养基的p H值,ICP-OES检测共培养过程中,培养基中各金属离子浓度,并在光镜下观察合金的产氢情况;通过ALP染色与活性检测,ARS染色,COL-Ⅰ免疫荧光染色和q RT-PCR系统地研究了各合金对细胞成骨分化的影响。结果:死活染色、凋亡检测以及CCK-8结果表明,Mg-1Zn-1Sn-xSr合金浸提液具有良好的生物相容性,并具有较显着的促细胞增殖作用;周期检测结果表明,与对照组相比,0.2Sr合金组中处于S相的细胞比例显着增加（P<0.05）;无论是通过浸提液培养还是与材料共培养,0.2Sr合金均具有最佳的促细胞增殖、粘附和扩展的能力,光镜下观察发现Mg-1Zn-1Sn-xSr合金与细胞共培养过程中的产氢量显着低于p-Mg,同时SEM还发现共培养过程中0.2Sr、0.4Sr和0.6Sr合金表面可自发形成一层具有微纳米形貌的网状结构,这可能有利于细胞在合金表面的粘附、扩展和增殖;ALP染色及活性检测、ARS染色以及COL-Ⅰ免疫荧光染色结果均表明0.2Sr、0.4Sr和0.6Sr组的成骨诱导活性显着高于PC、p-Mg和0Sr组（P<0.05）,能够较强的刺激ALP的表达、钙化结节的沉积以及COL-Ⅰ的分泌,其中以0.6Sr合金的骨效果最为明显,合金的促成骨效应存在明显的Sr含量剂量依耐性;此外,成骨相关基因（Runx2、OPN和OCN）的表达也具有相似的趋势,0.2Sr、0.4Sr和0.6Sr组中的表达显着高于PC、p-Mg和0Sr组（P<0.05）,而0.6Sr组中的Runx2、OPN和OCN表达均最强。结论:Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4和0.6 wt.%）合金具有优异的生物相容性和一定的生物活性。其中,0.2Sr合金与细胞共培养过程中降解速率最慢,析氢量最少,具有最强的促细胞增殖、粘附、扩展和迁移能力,并具有一定的促成骨活性;而0.6Sr合金具有最强的诱导细胞成骨分化的能力。表明了Mg-1Zn-1Sn-xSr合金作为骨科内植物材料的巨大应用潜力。第三部分挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr合金作为骨科内植物材料的体内研究目的:通过皮下植入动物模型探究挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4和0.6 wt.%）合金在体内的生物安全性,组织相容性,析氢和抗腐蚀能力,并挑选出综合性能最佳的2种合金,制备成骨螺钉进一步评估其在股骨髁骨折动物模型中的抗腐蚀性能、骨修复、骨整合以及力学性能,为Mg-1Zn-1Sn-xSr合金体系的临床转化提供理论支撑。方法:1.将12只SD大鼠分为四组（n=3）,即对照组、7 d组、15 d组和30 d组,将Mg-1Zn-1Sn-xSr合金样品植入SD大鼠皮下,通过血液学检测SD大鼠肝肾功、Mg离子浓度,采用X线检测及肉眼观察不同时间点皮下产氢情况,并通过HE染色评估重要脏器（心、肝、脾和肾）以及合金样品周围组织病理学变化,最后通过观察合金表面腐蚀情况和计算合金质量丢失情况筛选出在体内抗腐蚀性能最好的两种合金。2.将筛选出的合金制备成骨螺钉,并以p-Mg螺钉作为对照,植入到兔股骨髁骨折动物模型中,采用X线检测观察术后不同时间点螺钉在股骨髁部的产氢情况,采用micro CT扫描观察不同时间点螺钉周围成骨以及螺钉的降解情况,采用硬组织切片染色（品红-亚甲基蓝和甲苯胺蓝染色）评估螺钉周围骨组织的生长和骨-螺钉界面结合情况;通过钙黄绿素-二甲酚橙-盐酸四环素荧光标记示踪了解骨组织的形成速度及生长方式,最后通过推出实验分析骨与螺钉界面之间的结合强度。结果:1.SD大鼠皮下植入实验证实挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr合金具有良好的体内生物安全性和组织相容性,血液学检测表明所有SD大鼠在术后各时间点的肝肾功均在正常参考范围内,与对照组无明显差异（P>0.05）;血清镁离子浓度在术后3 d出现轻度上升,并于术后7 d内逐渐恢复至植入前水平;H&E染色结果表明各组SD大鼠的重要组织脏器无明显病理学改变;在皮下植入早期（7 d）,所有样品均引起了局部组织的炎症反应,但随着时间的延长,炎症逐渐缓解,其中以0.2Sr合金的炎症反应最轻微,组织相容性最好;X片和肉眼观察均表明,0.2Sr合金在皮下的析氢量最少;通过样品质量丢失推算出的各组合金在体内抗腐蚀性能由强到弱排序依次为:0.2Sr>0Sr>0.4Sr>0.6Sr,腐蚀率分别为0.44±0.02、0.63±0.05、0.89±0.05和0.93±0.04 mm/y。2.将筛选出的0Sr、0.2Sr合金制备成骨螺钉,并以p-Mg螺钉作为对照,植入至兔股骨髁骨折动物模型中。X片中可见p-Mg组产生了大量H2的并积聚在股骨干髓腔中,而0Sr和0.2Sr组中的H2析出量显着降低（P<0.05）;micro CT结果显示0.2Sr组具有最好的抗腐蚀性能,在植入24 w后,仍能保持螺钉外形的完整,而p-Mg和0Sr组则出现了不同程度螺钉完整性的丢失;Micro CT、硬组织切片染色和荧光示踪均表明0.2Sr组周围有最多的新骨形成（P<0.05）,0Sr组周围的新生骨量也较p-Mg组明显增多（P<0.05）。0.2Sr和0Sr组的BIC比率在术后各时间点均明显高于p-Mg组（P<0.05）,其中,0.2Sr组术后24 w的BIC比率达到了78.2±9.1%,显着优于同时期的p-Mg组（42.3±7.9%）和0Sr组（64.5±8.6%）;植入12 w后,p-Mg、0Sr和0.2Sr组的推出力分别为408.9±76.5 N、824.2±160.7 N、1101.6±209.8 N,表明0.2Sr组的骨-螺钉界面的结合强度是最强的。结论:1.Mg-1Zn-1Sn-xSr（x=0、0.2、0.4和0.6 wt.%）合金具有良好的体内生物安全性和组织相容性,其中以0.2Sr合金的综合性能最佳。各合金在体内的抗腐蚀性能差异较大,由强到弱依次为:0.2Sr>0Sr>0.4Sr>0.6Sr,总体趋势与体外实验结果保持一致。2.0Sr和0.2Sr组螺钉在体内均具有较p-Mg组螺钉更好的抗腐蚀性能、极低的析氢量和更强的促成骨活性。其中,0.2Sr组表现最为突出,在植入动物体内24 w后仍能保持螺钉的完整性,此外,其还具有比p-Mg和0Sr组更强的促成骨能力,可有效增强骨-螺钉界面的骨整合。
聂真,隋显玉,李晏乐,聂伟志[6]（2020）在《骨科可吸收高分子材料的应用研究进展》文中研究表明骨科学的发展与材料学的发展息息相关,从各种类型的金属钉、板的研制,到可吸收材料的研发,近年来骨科内植物相关研究获得了长足发展。可吸收材料在人体内能自行降解,不需二次手术取出,减轻了病人痛苦。本文就人工合成可吸收高分子材料在骨科的应用研究进展综述如下。1脂肪族聚酯在骨科可吸收高分子材料的研究中,脂肪族聚酯的相关研究较多、应用较早而广泛,包括聚乙交酯、聚
马兵利[7]（2020）在《竹纤维/纳米磷灰石复合材料及其膜材料的研究》文中指出骨缺损的再生修复已经成为世界性的医学难题之一。为开发来源丰富的天然资源用于骨科材料领域,本文探讨了天然竹纤维（BF）与纳米羟基磷灰石（n-HA）的复合材料及其膜的制备与性能,以获得性能优异的骨修复材料及引导骨组织再生膜（GBR）,用于骨修复领域,为开发天然竹纤维用于生物材料提供新途径。首先,选用BF代替其他聚合物制备n-HA基纳米复合材料,采用傅立叶变换红外光谱（FTIR）、X射线衍射（XRD）、扫描电镜（SEM）等分析手段,研究了不同状态、不同处理方法、不同添加量及不同添加方法的竹纤维对相应的n-HA/BF复合材料中n-HA生成的影响。研究结果表明,不规则形态的n-HA附着在BF纤维上,不同纤维上nHA的结晶度、尺寸和形成量存在细微差异,导致n-HA/BF复合材料的表面性能不同;力学性能表明,引入30%的BF可使n-HA/BF复合材料的力学性能最好,远高于纯n-HA。此外,体外模拟体液（SBF）浸泡结果表明,n-HA/BF复合材料表现出不同的吸水率,所有nHA/BF复合材料都能促进磷灰石的沉积;同时n-HA/BF复合材料具有良好的细胞相容性。综上所述,用单一的BF聚合物代替天然骨中的胶原组分,可以作为制备n-HA基纳米复合材料的有机基质,且采用沉淀法引入30 wt%的碱处理和未溶解的BF是制备n-HA/BF复合材料的最佳条件,有望获得新型骨修复材料,可为开发竹纤维在生物医学领域的应用提供新途径。其次,选用竹纤维代替其他聚合物制备n-HA/BF复合膜,并考察了不同成膜方式、不同干燥方式及不同n-HA添加量对复合膜材料的影响。FTIR、XRD及SEM结果表明,n-HA能均匀分散在复合膜中;接触角实验表明,复合膜具有亲水性,但复合膜的成膜方式、干燥方式及n-HA含量不同,导致复合膜的接触角存在差异,其中烘箱中成膜、冷冻干燥方式干燥及n-HA含量增加更有利于提高复合膜的亲水性。力学性能表明,20 wt%n-HA/BF复合膜材料的拉伸性能最好。此外,SBF浸泡结果表明,不同方式获得的n-HA/BF复合膜表现出不同的降解性,且都具有良好的诱导类骨磷灰石沉积的能力。同时初步的细胞增殖实验结果表明n-HA/BF复合膜具有无毒性。以上结果表明采用简单的流延技术可获得性能可控的n-HA/BF复合膜,有望用于引导骨组织再生膜。然后,为获得性能更好的引导骨组织再生膜,本文还采用了静电纺丝技术和流延技术相结合的方法构建了以竹纤维为流延层,聚乙丙交酯（PLGA）及n-HA复合材料为电纺层,构建多孔的双层复合膜,并考察了n-HA的不同添加方式及不同添加比例对双层复合膜的影响。FTIR、XRD、SEM结果表明,复合膜材料中流延膜组分BF与电纺膜n-HA/PLGA组分之间无相互作用,但两层膜结合紧密;接触角实验测试结果表明,接触角大小主要由电纺膜的特性决定,n-HA添加含量对其影响较小;拉伸性能测试结果表明,双层复合膜的强度取决于以竹纤维为基体的支撑层,与电纺层的组分关系不大;体外降解结果表明复合膜具有较好的降解性,且随着n-HA含量的增多,电纺膜表面沉积的类骨磷灰石增多,说明该双层结构膜具有较好的骨引导性;初步的体外细胞实验表明,双层复合膜表现出更好的细胞增殖能力,更有望用作引导骨组织再生膜。最后,为了解决骨修复手术引发的炎症等问题,进一步将抗炎药物—万古霉素（VCM）引入电纺膜和流延膜构成的双层膜中,考察了VCM的不同添加方式及不同含量对复合膜的影响,同时与不添加VCM的双层复合膜进行了比较。FTIR、XRD、SEM结果证实复合膜中含有VCM,接触角测试结果表明,随着VCM含量的增加,膜材料的亲水性变强,更有利于细胞的附着;拉伸试验表明,复合膜材料的力学性能与VCM的含量及添加方式无关,拉伸性能的强弱取决于以竹纤维为基体的流延层的支撑。体外降解、体外细胞实验及抗菌试验表明,该载药复合膜具有较好的降解性、骨引导性、细胞相容性及一定的抗菌性,有望用作新型引导骨组织再生膜。
王耀宗[8]（2020）在《多孔n-HA/PGS -M复合支架的制备及其材料学特性和体内外生物学特性的实验研究》文中认为背景:骨缺损疾病的治疗始终是困扰临床骨科医生的一大难题。尽管目前采用自体骨或同种异体骨填充骨缺损进行重建有较好的临床效果,但其来源受限以及取材部位并发症等缺点限制其在临床上的广泛应用。随着骨组织工程等学科在天然材料改进或人工合成材料制备等方面的发展为用于骨缺损治疗的移植材料选择方面提供了希望。利用人工合成有机和无机材料制备成的复合支架材料有多方面的性能优势,如生物相容性好,可降解性和韧性高等而受到研发以及临床工作者的广泛重视。人工合成高分子复合材料具有良好的力学性能,且可降解,复合材料在完成其功能之后,直接在体内降解,避免了二次手术。聚癸二酰甘油酯（PGS）是一种可降解的高分子材料,因具有良好的体内相容性和生物活性,在临床研究中广泛被应用。马来酸酐（MAH）能通过为复合物提供羧基和羟基促进成骨细胞的粘附、增殖和分化,促进组织形成和生长,提升复合物的性能。纳米羟基磷灰石（n-HA）作为骨和牙齿最主要的无机成分,这种材料不会引发明显排异反应,但由于其脆性限制了其应用范围。将聚癸二酰甘油酯（PGS）接枝马来酸轩（MAH）制备成一种可降解的新型高分子材料（PGS-M）,促进成骨细胞粘附、增殖和分化,进一步将PGS-M与n-HA制备成兼具两者优点的复合支架材料,弥补PGS-M在力学性能上的不足,提高n-HA的生物学性能。方法:用高温真空等步骤制备PGS、PGS-M有机支架和PGS-M-n-HA系列复合支架。用核磁共振仪和傅立叶红外光谱分析PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的化学结构。用扫描电镜观察PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的形态表征和孔隙率。用差示扫描量热仪和热分析系统检测PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架材料热学性能。用浸泡质量丢失法测定PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的降解性能。用万能材料试验机测试PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的力学性能。用CCK8检测PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架对AD-MSCs的增殖能力的影响。用QPCR、WB和IF检测PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架对AD-MSCs的成骨分化能力相关基因指标的影响。用QPCR检测PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架对AD-MSCs的炎症因子表达的影响。用扫描电镜和能量色散X射线谱检测PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的钙磷沉淀能力。用大鼠颅骨缺损模型的薄层三维CT和组织学HE染色法检测动物体内PGS-M支架和PGS-M-n-HA-0.6复合支架的成骨诱导分化能力。结果:PGS-M支架制备后检测到PGS的癸二酸的亚甲基（CH2）和甘油部分的质子信号以及马来酸轩上双键的质子信号,43%的羟基被马来酸酐取代。PGS-M-n-HA-0.4、PGS-M-n-HA-0.5、PGS-M-n-HA-0.6系列复合支架制备后,检测到在1036 cm-1有吸收峰代表n-HA的C-O形成的羟基团。从SEM图片看多孔复合支架的孔径可达150-300μm,支架的孔隙率极大,支架内部的大量的孔洞也利于细胞的迁移和粘附。PGS-M-n-HA-0.4、PGS-M-n-HA-0.5、PGS-M-n-HA-0.6复合支架的孔隙率分别为90.13%,88.21%和84.56%。PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的玻璃化转变温度（Tg）在-25℃-30℃之间,表明了复合支架在室温保存或体温下植入都处于高弹态,具有较好的高弹形变的性能。在仪器测试的温度范围内（-50℃-150℃）,PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架没有观察到的结晶峰,氧化峰和熔融状态的吸收峰的出现。PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架的质量加热到250℃后质量开始下降,到600℃时PGS支架质量变化接近100%,PGS-M-n-HA系列复合支架质量变化至40%60%。PGS-M支架和PGS-M-n-HA系列复合支架降解呈线性关系,8周时PGS-M支架降解的质量丢失百分比最大,降解了33.26%;PGS-M-n-HA-0.4、PGS-M-n-HA-0.5、PGS-M-n-HA-0.6复合支架分别降解了25.21%、21.57%、16.34%。PGS-M-n-HA-0.4、PGS-M-n-HA-0.5、PGS-M-n-HA-0.6复合支架的压缩强度随着n-HA含量比例的提高而提高。AD-MSCs与PGS-M-n-HA系列复合支架共培养后相较于PGS-M支架的增殖能力增加。相较于PGS-M支架,PGS-M-n-HA系列复合支架促进AD-MSCs成骨分化相关基因Runx-2、Osteocalcin和CollagenI的表达。相较于PGS-M支架,PGS-M-n-HA系列复合支架抑制AD-MSCs炎症因子的释放。相较于PGS-M支架,PGS-M-n-HA系列复合支架在模拟体液中浸泡后有更多的钙磷沉积。大鼠颅骨动物模型三维CT和组织学HE的检测结果显示相较于PGS-M支架,PGS-M-n-HA-0.6复合支架在体内具有更强的促成骨能力。结论:通过高温熔融法我们成功的制备了PGS-M-n-HA-0.4、PGS-M-n-HA-0.5、PGS-M-n-HA-0.6系列复合支架材料。PGS-M-n-HA系列复合支架材料孔径、孔隙率极大利于细胞的迁移和粘附。PGS-M-n-HA系列复合支架材料在室温和体温下都处于高弹态,能表现出较好的弹性,且有较好的热稳定性。PGS-M-n-HA系列复合支架降解时间上呈线性关系,利于新骨逐渐长入,PGS-M-n-HA系列复合支架材料随n-HA比例提高,压缩强度和弹性模量不断提升。PGS-M-n-HA系列复合支架材料促进AD-MSCs的增殖和成骨分化相关因子的释放,可降低炎症反应。PGS-M-n-HA-0.6复合支架具备促进体内成骨的能力。
徐睿[9]（2020）在《硫酸钙基骨修复材料的性能改进与研究》文中进行了进一步梳理骨是人体最大的组织器官,承担着生命活动的重要职责。由于人口老龄化程度的加剧以及交通事故等原因,容易引起骨损伤和一些骨的相关疾病的发生,人们对骨修复材料的需求不断增加,所以制备出各方面性能优异的骨修复材料一直是骨科领域的重要课题。传统的骨修复材料需要提前塑形再通过手术移植到缺损部位,造成周围组织损伤和大的外科伤口。而可注射性材料由于可以很好的将缺损部位填充,操作简单,无需提前塑形的优点,逐渐成为骨修复材料的研究热点。利用水热法制备得到的α-半水硫酸钙（α-calcium sulfate hemihydrate,α-CSH）具有良好的生物相容性、生物降解性、可注射性以及成骨性的优点,在临床上作为骨修复材料已经有很长的历史。但是,它作为骨修复材料存在着明显的不足,如脆性较大、降解速率太快等。因此对α-CSH骨修复材料的缺点进行改善研究具有重要的意义。本文为了改善α-CSH骨修复材料脆性大和降解速率快的缺点,选择丝素蛋白（silk fibroin,SF）和α-磷酸三钙（α-tricalcium phosphate,α-TCP）对其进行改善研究。具体的研究内容是:（1）天然蚕丝经过脱胶后制备得到脱胶后的天然蚕丝（NSF）,然后经过溶解-透析-离心得到丝素蛋白溶液（silk fibroin solution,SFS）,再将上述制备好的SFS经过浓缩-稀释-热处理的过程得到丝素纳米纤维溶液（silk fibroin nanofiber,SFF）。将三种不同形态的SF,包括NSF、SFS和SFF与α-CSH进行混合制备成膏状材料倒入模具成型进行后续力学性能、降解速率、细胞实验等的测试,并采用扫描电子显微镜（SEM）、X射线衍射（XRD）对上述材料进行表征。实验结果表明SF以SFF的形式与α-CSH进行结合,力学性能改善明显并且细胞相容性良好。其中,纯的α-CSH骨修复材料的强度为5.06 MPa±1.41 MPa,当SF以SFF的形式与α-CSH进行复合时,强度达到9.75 MPa±3.39 MPa。（2）研究了SFF的长度对α-CSH性能的影响。通过超声的方法对SFF的长度进行改变,然后将超声后的SFF作为诱导α-CSH晶型的模板以此来诱导α-CSH的生长,并且探讨了超声后的SFF作为固化液对复合材料的影响。采用SEM对超声后的SFF以及超声后SFF诱导形成的α-CSH进行观察,扫描电镜图可以直观的看到超声确实会引起SFF长度的改变,纤维长度从原来的1.1μm缩短到129.26 nm,而且会诱导α-CSH长度的改变,其中α-CSH的长度从正常制备方法得到的20.48μm变为11.29μm,长径比从4.86减小为3.90。（3）α-TCP具有可注射性和原位自固化的能力,由于它较长的凝固时间和缓慢的降解速率限制了其在临床上的应用。本论文选择将不同比例的α-TCP与α-CSH粉末进行结合,研究了不同固化液,包括0.9%Na Cl溶液、2.5%Na2HPO4溶液、7%柠檬酸（citric acid,CA）溶液以及2.5%Na2HPO4和7%CA（2.5%Na2HPO4/7%CA）混合溶液对制备得到的复合材料的力学性能和降解速率的影响。通过粒径分布、SEM、XRD等手段对材料进行表征。结果表明:随着α-TCP含量的增加,α-TCP与α-CSH形成的骨修复材料的降解速率逐渐降低,并且Na2HPO4为固化液时形成的复合材料抗压强度明显高于α-CSH与其他几种固化液形成的复合材料。复合材料的力学性能、凝固时间和降解速率可以通过α-TCP的添加含量以及固化液的改变在一定程度进行调节。（4）研究了SFF作为固化液,通过调节α-TCP粉末的不同含量来调控制备得到的复合材料的凝固时间和降解速率。采用SEM、粒径分布以及能谱分析（EDS）对材料进行表征。结果表明:α-CSH和α-TCP粉末粒径分布均匀,SFF以及α-TCP的添加对α-CSH骨修复材料的力学性能和降解速率都有所改善,其中,失重率从纯的α-CSH骨修复材料时的98.6%±2.7%降低为55.5%±14.1%。并且细胞实验表明,复合材料具有良好的细胞相容性。综上所述,本论文为了改善α-CSH骨修复材料明显的缺点,选择SF和α-TCP对其进行改善研究。实验结果表明,SF的添加确实会改善α-CSH脆性大的缺点,其中,纯的α-CSH骨修复材料的强度为5.06 MPa±1.41 MPa,当SF引入后骨修复材料的抗压强度都高于纯的α-CSH骨修复材料,尤其是SF以SFF的形式与α-CSH进行复合时,强度达到9.75 MPa±3.39 MPa。而且α-TCP添加含量的改变,可以对α-CSH骨修复材料的降解速率进行调控。当不添加α-TCP时骨水泥的失重率达到98.6%±2.7%,而添加25%的α-TCP后形成的复合材料的失重率降低为55.5%±14.1%。论文的研究为α-CSH骨修复材料在临床上的应用提供了可行性。
翟锦霞[10]（2020）在《电信号响应性铌酸钾钠基植入材料及其生物学性能研究》文中进行了进一步梳理骨肉瘤是最常见的原发性恶性骨肿瘤,已成为骨外科主要疾病之一。临床中肿瘤切除手术是目前治疗骨肉瘤最常用且最有效的方法,但是肿瘤切除会产生骨缺损,且由于切除不彻底残留的肿瘤细胞极易导致肿瘤复发。骨植入材料的研发和使用对于肿瘤切除术后骨缺损修复具有重要意义,但传统的植入材料忽略了残留肿瘤细胞引起的复发和转移问题,患者植入材料后仍需结合化疗来解决,而化疗药物局限性大、副作用大、特异性差,给患者的身心健康造成了严重的危害。另一方面,缺损处植入材料的表界面感染问题也是肿瘤切除术后主要的并发症之一,植入后一旦发生感染,往往需要注射大量的抗生素进行治疗,严重的将造成患者截肢甚至死亡。因此,为了杀灭残余肿瘤细胞并预防和消除植入材料表界面感染,研发一种兼具抗肿瘤和抗菌功能的植入材料成为肿瘤切除术后大段骨缺损临床治疗的有效途径。人体生物电的发现使得电刺激被广泛应用在临床,如借助电刺激恢复人体的某些收缩功能、治疗巴金森氏病等。研究表明外加电信号可以引起肿瘤细胞膜通透性增强和线粒体膜电位极化等多种病理性变化而杀灭肿瘤细胞,也可通过电解水产生大量活性氧杀灭细菌。此外电信号能调控骨细胞的增殖分化,对具有压电响应性的骨组织修复起到促进作用。但各种施加电信号的外源装置需要额外电源,携带不便和难以植入体内,且植入时易引起周围组织感染等临床问题,限制了其进一步的发展。因此,基于电信号对肿瘤细胞和细菌的杀灭作用,以及骨组织本身的压电特性,本文提出利用具有电信号响应性的压电材料仿生构建内源性电场实现离子输运靶向到细胞和细菌的设想,设计兼具抗肿瘤和抗菌特性的骨植入材料。研究了铜掺杂铌酸钾钠植入材料产生的无源电信号辅助离子输运对抗肿瘤机制、杀菌机制的影响规律,对骨肉瘤外科切除术后肿瘤复发和转移及植入体感染的消除具有重要的科研价值和临床意义,本研究进行了如下的工作:（1）针对骨肉瘤外科切除术后残留肿瘤细胞引起的肿瘤复发与转移及切除术后缺损处植入材料表界面感染的临床问题,提出利用压电植入材料与带电细胞或细菌之间形成的内源性电场传输带电离子靶向到细胞的设想,以实现杀死肿瘤细胞和抑制或消除细菌感染。设计并制备了一种具有电信号响应性的铜掺杂铌酸钾钠植入材料,通过外加电场极化处理的方法构建内源性电场。体外细胞生物学实验初步表明,内源性电场作用可以促进骨髓间充质干细胞的增殖分化和细胞的铺展,表明压电植入材料具有良好的生物相容性。同时一方面内源性电场大小也直接影响了骨肉瘤细胞代谢行为,其中高强度电场对骨肉瘤细胞的杀灭作用最明显,细胞存活率仅有16%。具体表现为高强度内源性电场作用下细胞膜电位去极化增强膜通透性,溶液中铜离子进入到胞内引起线粒体膜电位去极化从而促进细胞凋亡。另一方面具有低、中、高表面电势的压电植入材料与细菌细胞膜形成低、中、高强度的内源性电场。首先采用平板菌落计数法验证了高表面电势的植入材料对细菌的杀灭效果最好,抗菌率可达到100%。进而通过测定细菌内部的离子量,表明高强度电场作用下离子输运靶向到细菌的离子量最多,比低强度电场传输靶向到细菌离子量增加约140%。该研究工作的设计的极化压电植入材料与带电生命体之间形成的内源性电场为临床上设计兼具抗肿瘤和抗菌的骨植入材料提供了一种新的途径。（2）基于压电粒子可以响应外界超声刺激产生电信号的特性,进一步提出构建高强度纳米电场的设想,实现远程遥控杀死肿瘤细胞。固相烧结法结合水热处理技术制备出具有电信号响应性的铜掺杂铌酸钾钠压电粒子,采用个性化设计的模具在外加电场条件下对压电粒子进行极化处理,并通过数字信号放大器采集超声刺激下压电粒子输出的电信号,结果表明极化后的压电粒子输出的电信号最强,可以达到120m V。体外细胞实验结果表明高强度纳米电场作用下对骨肉瘤细胞的杀灭作用最明显,细胞存活率仅有20.8%。动物体内实验进一步证明高强度纳米电场的抗肿瘤效果。因此,根据以上对超声刺激增强压电粒子的电信号响应性的初步探索实验可知,无源高强度纳米电场为早期骨肉瘤局部治疗提供了一种新的方法。（3）基于骨组织成中压电胶原纤维的多级结构,提出在铌酸钾钠压电植入材料表面构建电信号响应强度不同的微区结构的设想。首先采用激光辐照诱导微区相变法在铌酸钾钠压电植入材料表面构建此微区结构。利用开尔文探针显微镜表征的两区域的电势差异证明未辐照区的电势高于辐照区,表明未辐照区电荷密度较高。压电性不同的微区结构可间接反映两区域输出的电信号强度不同,进而在植入材料表面形成周期性微区电场,以仿生模拟骨组织所处的微区电场环境。体外仿生矿化实验表明电信号响应强度不同的微区结构对磷灰石的沉积具有调控作用,电荷密度高的未辐照区沉积较多的磷灰石。该初步的探索性实验为压电植入材料具有良好的促成骨性能提供良好的基础,仿生微区电场的设计思想也为植入材料的设计提供了新的思路。
二、纳米材料在骨科的应用（论文开题报告）
（1）论文研究背景及目的
此处内容要求：
首先简单简介论文所研究问题的基本概念和背景，再而简单明了地指出论文所要研究解决的具体问题，并提出你的论文准备的观点或解决方法。
写法范例：
本文主要提出一款精简64位RISC处理器存储管理单元结构并详细分析其设计过程。在该MMU结构中,TLB采用叁个分离的TLB,TLB采用基于内容查找的相联存储器并行查找,支持粗粒度为64KB和细粒度为4KB两种页面大小,采用多级分层页表结构映射地址空间,并详细论述了四级页表转换过程,TLB结构组织等。该MMU结构将作为该处理器存储系统实现的一个重要组成部分。
（2）本文研究方法
调查法：该方法是有目的、有系统的搜集有关研究对象的具体信息。
观察法：用自己的感官和辅助工具直接观察研究对象从而得到有关信息。
实验法：通过主支变革、控制研究对象来发现与确认事物间的因果关系。
文献研究法：通过调查文献来获得资料，从而全面的、正确的了解掌握研究方法。
实证研究法：依据现有的科学理论和实践的需要提出设计。
定性分析法：对研究对象进行“质”的方面的研究，这个方法需要计算的数据较少。
定量分析法：通过具体的数字，使人们对研究对象的认识进一步精确化。
跨学科研究法：运用多学科的理论、方法和成果从整体上对某一课题进行研究。
功能分析法：这是社会科学用来分析社会现象的一种方法，从某一功能出发研究多个方面的影响。
模拟法：通过创设一个与原型相似的模型来间接研究原型某种特性的一种形容方法。
三、纳米材料在骨科的应用（论文提纲范文）
（1）生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮材料对骨缺损修复的研究（论文提纲范文）
| 前言 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 中英文缩略词对照 |
| 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 骨的结构 |
| 1.2.1 骨的宏观到纳米结构 |
| 1.2.2 骨的成分构成 |
| 1.2.3 骨的生物力学特性 |
| 1.3 骨移植物的分类 |
| 1.3.1 传统骨缺损修复材料 |
| 1.3.2 现代骨缺损修复材料 |
| 1.4 聚醚醚酮(PEEK)材料 |
| 1.4.1 聚醚醚酮基本介绍 |
| 1.4.2 聚醚醚酮的医学应用 |
| 1.4.3 聚醚醚酮的生物惰性及表面改性 |
| 1.5 本论文的设计思路及技术路线 |
| 1.5.1 设计思路 |
| 1.5.2 技术路线 |
| 第二章 拥有表面多孔拓扑形貌的磺化聚醚醚酮的制备与体外生物学研究 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验材料及仪器 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 拥有多孔拓扑形貌的磺化聚醚醚酮的制备及表征 |
| 2.3.2 力学性能测试 |
| 2.3.3 接触角测定 |
| 2.3.4 磺化基团分析 |
| 2.3.5 浸提液细胞毒性检测 |
| 2.3.6 人脐带间充质干细胞的培养 |
| 2.3.7 细胞黏附实验 |
| 2.3.8 细胞增殖实验 |
| 2.3.9 I型胶原染色及活性检测 |
| 2.3.10 茜素红S染色实验 |
| 2.3.11 脱细胞处理及细胞再种植 |
| 2.3.12 统计学分析 |
| 2.4 结果与讨论 |
| 2.4.1 磺化PEEK材料的表征 |
| 2.4.2 力学性能 |
| 2.4.3 接触角测定 |
| 2.4.4 磺化基团分析 |
| 2.4.5 浸提液细胞毒性检测 |
| 2.4.6 细胞黏附实验 |
| 2.4.7 细胞增殖实验 |
| 2.4.8 I型胶原染色及活性检测 |
| 2.4.9 茜素红S染色实验 |
| 2.4.10 脱细胞处理及细胞再种植 |
| 2.5 小结 |
| 第三章 生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮的制备与体外生物学性质研究 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验材料与仪器 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 仪器设备 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 生物矿化修饰的磺化PEEK的制备及表征 |
| 3.3.2 细胞培养 |
| 3.3.3 浸提液细胞毒性检测 |
| 3.3.4 细胞黏附实验 |
| 3.3.5 细胞增殖实验 |
| 3.3.6 碱性磷酸酶活性测定 |
| 3.3.7 茜素红S染色及定量实验 |
| 3.3.8 I型胶原染色及定量实验 |
| 3.3.9 统计学分析 |
| 3.4 结果与讨论 |
| 3.4.1 电镜观察及理化表征 |
| 3.4.2 力学性能 |
| 3.4.3 接触角测定 |
| 3.4.4 X射线衍射结果 |
| 3.4.5 浸提液细胞毒性检测 |
| 3.4.6 细胞黏附实验 |
| 3.4.7 细胞增殖实验 |
| 3.4.8 碱性磷酸酶活性 |
| 3.4.9 茜素红S染色及定量实验 |
| 3.4.10 I型胶原染色及定量实验 |
| 3.5 小结 |
| 第四章 生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮体内骨修复研究 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验材料与仪器 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 仪器设备 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 大鼠颅骨缺损模型的建立 |
| 4.3.2 Micro-CT三维重建 |
| 4.3.3 病理组织学染色 |
| 4.3.4 统计学分析 |
| 4.4 结果与讨论 |
| 4.4.1 Mirco-CT评估 |
| 4.4.2 组织学分析 |
| 4.5 小结 |
| 第五章 结论 |
| 特色与创新之处 |
| 参考文献 |
| 作者简介及在学期间所取得的研究成果 |
| 致谢 |
（2）医用金属材料在骨科应用中的生物功能化（论文提纲范文）
| 0引言Introduction |
| 1 资料和方法Data and methods |
| 1.1 资料来源 |
| 1.2 文献入选标准 |
| 1.3 数据的提取 |
| 2 结果Results |
| 2.1 医用金属材料在骨科应用中的进展 |
| 2.1.1 骨科金属材料的生物功能 |
| 2.1.2 骨科金属材料的力学性能 |
| 2.1.3 骨科金属材料的细胞毒性 |
| 2.2 医用金属材料在骨科应用中的新方向 |
| 2.2.1 骨科金属材料的材料表面物理改性 |
| 2.2.2 骨科金属材料的材料表面化学改性 |
| 2.2.3 骨科金属材料的表面生物改性 |
| 3 总结Summary |
（3）n-HA/PA66骨整合与调节巨噬细胞极化研究（论文提纲范文）
| 英汉缩略语名词对照 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 参考文献 |
| 第一部分:n-HA/PA66 与骨组织界面及骨整合的体内研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 第二部分:n-HA/PA66调控巨噬细胞极化及促进间充质干细胞成骨分化的体外研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 第三部分:n-HA/PA66 的体内免疫调节研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 全文结论 |
| 文献综述 骨科内植物-骨组织界面及骨整合研究进展 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读学位论文期间的学术论文、参研项目、学术交流、及社会实践情况 |
（4）3D打印组织工程人工骨的制备及生物学性能研究（论文提纲范文）
| 中英缩略词对照表 |
| 中文摘要 |
| 英文摘要 |
| 前言 |
| 材料与方法 |
| 结果 |
| 讨论 |
| 结论 |
| 参考文献 |
| 综述 3D打印技术在骨科中的应用进展 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 作者简介 |
（5）生物可降解Mg-1Zn-1Sn-xSr合金的设计制备、生物相容性及生物学性能研究（论文提纲范文）
| 英汉缩略语名词对照 |
| 摘要 |
| Abstract |
| 前言 |
| 参考文献 |
| 第一部分 镁合金的制备、表征检测以及抗腐蚀性能评估 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 第二部分 挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr合金的体外生物相容性和生物活性研究 |
| 第一节 挤压态MG-1ZN-1SN-XSR合金的生物相容性与体外降解研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 第二节 挤压态Mg-1ZN-1SN-XSR合金的体外成骨性能研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 第三部分 挤压态Mg-1Zn-1Sn-xSr合金作为骨科内植物材料的体内研究 |
| 第一节 挤压态MG-1ZN-1SN-XSR合金的体内生物安全性和降解性研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 第二节 挤压态Mg-1ZN-1SN-XSR合金骨螺钉的体内植入实验研究 |
| 1 材料和方法 |
| 2 实验结果 |
| 3 讨论 |
| 4 结论 |
| 参考文献 |
| 全文总结 |
| 文献综述 骨科生物医用镁合金体系的研究进展综述 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 攻读博士学位期间的学术成果 |
（6）骨科可吸收高分子材料的应用研究进展（论文提纲范文）
| 1 脂肪族聚酯 |
| 1.1 聚乙交酯(Polyglycolic Acid,PGA) |
| 1.1.1 材料特点 |
| 1.1.2 骨科应用 |
| 1)手术刀口(伤口)缝合线: |
| 2)骨组织工程实验研究: |
| 3)骨折内固定器的实验及临床研究: |
| 1.2 聚丙交酯(Polylactic Acid,PLA) |
| 1.2.1 化学结构特点 |
| 1.2.2 骨科应用 |
| 1)手术刀口(伤口)缝合线: |
| 2)骨组织工程实验研究: |
| 3)骨折内固定: |
| 4)3D打印材料[27-29]: |
| 1.3 聚己内酯(Polycaprolactone,PCL) |
| 1.3.1 材料特点 |
| 1.3.2 骨科应用 |
| 1.4 聚对二氧环己酮(Polydioxanone,PDO) |
| 1.4.1 材料特点 |
| 1.4.2 骨科应用 |
| 2 聚酰胺(Polyamide,PA) |
| 2.1 材料特点 |
| 2.2 骨科应用 |
| 2.2.1 骨组织工程实验研究 |
| 2.2.2 临床应用 |
| 3 聚氨酯(Polyurethane,PU) |
| 3.1 材料特点 |
| 3.2 骨科应用 |
| 4 聚乙烯醇(Polyvinyl Alcohol,PVA) |
| 4.1 材料特点 |
| 4.2 骨科应用 |
| 5 聚乙二醇(Polyethylene Glycol,PEG) |
| 5.1 材料特点 |
| 5.2 骨科应用 |
| 5.2.1 改善组织工程支架性能 |
| 5.2.2 修复皮肤创面 |
| 5.2.3 治疗骨质疏松症 |
| 5.2.4 治疗骨组织恶性肿瘤 |
| 6 聚磷腈(Polyphosphazenes) |
| 6.1 材料特点 |
| 6.2 骨科应用 |
| 6.2.1 药物控释载体 |
| 6.2.2 骨组织工程研究 |
| 7 聚氨基酸(Polyamino Acid) |
| 7.1 材料特点 |
| 7.2 骨科应用 |
| 7.2.1 骨缺损 |
| 7.2.2 骨结核 |
| 7.2.3 骨肿瘤 |
| 7.2.4 抗凝 |
（7）竹纤维/纳米磷灰石复合材料及其膜材料的研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 引言 |
| 1.2 骨修复材料 |
| 1.2.1 人工合成骨材料 |
| 1.2.2 竹纤维材料 |
| 1.3 引导骨组织再生膜 |
| 1.3.1 膜材料的分类 |
| 1.3.1.1 不可吸收的引导骨组织再生膜 |
| 1.3.1.2 可吸收的引导骨组织再生膜 |
| 1.3.1.3 功能性引导骨组织再生膜 |
| 1.3.2 引导骨组织再生膜的制备方法 |
| 1.3.2.1 传统方法 |
| 1.3.2.2 静电纺丝法 |
| 1.4 载药膜在骨科材料中应用 |
| 1.5 选题依据及研究内容 |
| 1.5.1 选题依据 |
| 1.5.2 研究内容 |
| 第二章 竹纤维/纳米羟基磷灰石复合材料的制备及性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 实验部分 |
| 2.2.1 实验试剂和仪器 |
| 2.2.2 材料合成 |
| 2.2.3 表征测试 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 FTIR分析 |
| 2.3.2 XRD分析 |
| 2.3.3 SEM 分析 |
| 2.3.4 力学性能分析 |
| 2.3.5 n-HA/BF复合材料浸泡后的表征 |
| 2.3.6 体外生物活性 |
| 2.4 本章小结 |
| 第三章 竹纤维/纳米羟基磷灰石复合膜的制备与性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 实验部分 |
| 3.2.1 实验试剂和仪器 |
| 3.2.2 材料合成 |
| 3.2.3 表征测试 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 n-HA/BF流延膜的结构表征及理化性能 |
| 3.3.2 n-HA/BF流延膜的体外降解及细胞相容性 |
| 3.4 本章小结 |
| 第四章 竹纤维(BF)流延膜与PLGA-n-HA电纺膜双层膜的制备与性能 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 实验部分 |
| 4.2.1 实验试剂和仪器 |
| 4.2.2 材料合成 |
| 4.2.3 表征测试 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 FTIR分析 |
| 4.3.2 SEM分析 |
| 4.3.3 XRD分析 |
| 4.3.4 接触角测量 |
| 4.3.5 样品的力学性能 |
| 4.3.6 HA-PLGA/BF复合膜材料的降解性能和生物性能研究 |
| 4.4 本章小结 |
| 第五章 载万古霉素的n-HA-PLGA/BF双层膜的制备与表征 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 实验部分 |
| 5.2.1 实验试剂和仪器 |
| 5.2.2 材料合成 |
| 5.2.3 表征测试 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 FTIR分析 |
| 5.3.2 XRD 分析 |
| 5.3.3 SEM |
| 5.3.4 TGA测试 |
| 5.3.5. 接触角分析 |
| 5.3.6 拉伸强度测试 |
| 5.3.7 体外降解实验 |
| 5.3.8 药物释放 |
| 5.3.9 细胞增殖实验 |
| 5.3.10 样品的抗菌性 |
| 5.4 本章小结 |
| 第六章 结论与展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 研究展望 |
| 参考文献 |
| 致谢 |
| 附录 Ⅰ(英文缩写名称对照表) |
| 附录 Ⅱ(攻读硕士期间发表的论文和专利) |
（8）多孔n-HA/PGS -M复合支架的制备及其材料学特性和体内外生物学特性的实验研究（论文提纲范文）
| 中文摘要 |
| abstract |
| 第1章 绪论 |
| 1.1 前言 |
| 1.2 骨缺损主要原因 |
| 1.3 骨缺损主要治疗材料 |
| 1.4 骨组织工程的发展前景 |
| 1.5 骨组织工程的免疫研究 |
| 1.6 本论文目标内容及创新 |
| 第2章 材料制备及表征 |
| 2.1 前言 |
| 2.2 实验材料和仪器 |
| 2.2.1 实验材料 |
| 2.2.2 实验仪器 |
| 2.3 实验方法 |
| 2.3.1 制备PGS-M |
| 2.3.2 制备PGS-M-n-HA |
| 2.3.3 氢核磁共振谱(H-NMR)分析化学结构 |
| 2.3.4 傅立叶红外光谱仪(FT-IR)分析化学结构 |
| 2.3.5 扫描电镜(SEM)检测材料表面形态孔隙,液体置换法测定孔隙率 |
| 2.3.6 热学性能测试 |
| 2.3.7 降解性能测试 |
| 2.3.8 力学性能测试 |
| 2.4 结果 |
| 2.4.1 PGS-M-n-HA的化学结构特点 |
| 2.4.2 PGS-M-n-HA的孔隙结构特点 |
| 2.4.3 PGS-M-n-HA的热学性能特点 |
| 2.4.4 PGS-M-n-HA的降解性能 |
| 2.4.5 PGS-M-n-HA的力学性能特点 |
| 2.4.6 讨论 |
| 2.5 结论 |
| 第3章 体外细胞实验检测n-HA/PGS-M复合支架材料生物学性能 |
| 3.1 前言 |
| 3.2 实验材料和仪器 |
| 3.2.1 实验材料 |
| 3.2.2 实验仪器 |
| 3.3 实验方法 |
| 3.3.1 细胞分离、培养和鉴定 |
| 3.3.2 细胞悬液制备 |
| 3.3.3 接种细胞 |
| 3.3.4 材料处理 |
| 3.3.5 CCK-8 实验 |
| 3.3.6 RNA提取 |
| 3.3.7 q PCR实验 |
| 3.3.8 WB检测蛋白表达 |
| 3.3.9 免疫荧光 |
| 3.3.10 细胞支架材料在模拟体液中的生物活性检测 |
| 3.3.11 结果统计 |
| 3.4 生物学性能检测的结果 |
| 3.4.1 PGS-M-n-HA复合材料的细胞活性检测 |
| 3.4.2 PGS-M-n-HA复合材料的成骨分化能力 |
| 3.4.3 PGS-M-n-HA复合材料引起的炎症反应 |
| 3.4.4 PGS-M-n-HA复合材料引起的细胞凋亡情况 |
| 3.4.5 PGS-M-n-HA复合材料的钙磷沉淀能力 |
| 3.5 讨论 |
| 3.6 结论 |
| 第4章n-HA/PGS-M复合支架体内促进成骨功能 |
| 4.1 前言 |
| 4.2 实验材料和仪器 |
| 4.2.1 实验材料 |
| 4.2.2 实验仪器 |
| 4.3 实验方法 |
| 4.3.1 动物模型的建立 |
| 4.3.2 肉眼大体观察 |
| 4.3.3 薄层三维CT扫描 |
| 4.3.4 组织学观察染色 |
| 4.4 实验结果和讨论 |
| 4.4.1 大体观察与颅骨取材时外观 |
| 4.4.2 CT检测骨缺损处新骨生成和灰度值统计 |
| 4.4.3 HE组织切片的观察 |
| 4.4.4 讨论 |
| 4.5 结论 |
| 第5章 结论 |
| 参考文献 |
| 作者简介及科研成果 |
| 致谢 |
（9）硫酸钙基骨修复材料的性能改进与研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| ABSTRACT |
| 符号说明 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 骨缺损修复概述 |
| 1.1.1 骨的结构与组成 |
| 1.1.2 骨缺损修复材料的研究现状 |
| 1.2 硫酸钙的概述 |
| 1.2.1 硫酸钙的应用和分类 |
| 1.2.2 α-半水硫酸钙的概述 |
| 1.3 磷酸钙的概述 |
| 1.4 蚕丝及丝素蛋白的概述 |
| 1.4.1 蚕丝的结构与组成 |
| 1.4.2 蚕丝的应用 |
| 1.4.3 丝素蛋白的结构与组成 |
| 1.4.4 丝素蛋白的应用 |
| 1.5 本文的研究内容 |
| 第二章 实验材料、仪器及表征手段 |
| 2.1 实验材料及试剂 |
| 2.2 实验仪器 |
| 2.3 样品性能测试及表征手段 |
| 2.3.1 扫描电镜观察 |
| 2.3.2 X射线衍射分析 |
| 2.3.3 傅里叶变换红外光谱分析 |
| 2.3.4 粒径分布分析 |
| 2.3.5 凝固时间测试 |
| 2.3.6 抗压强度测试 |
| 2.3.7 孔隙率测试 |
| 2.3.8 溃散实验 |
| 2.3.9 降解实验 |
| 2.3.10 细胞实验 |
| 2.3.11 统计学分析 |
| 第三章 丝素蛋白/硫酸钙复合材料的制备及性能研究 |
| 3.1 材料的制备 |
| 3.1.1 α-CSH的制备 |
| 3.1.2 不同形态丝素的制备 |
| 3.1.3 SFF诱导的α-CSH的制备 |
| 3.1.4 复合材料的制备 |
| 3.2 实验结果与讨论 |
| 3.2.1 材料的宏观和微观形貌 |
| 3.2.2 α-CSH的粒径分布 |
| 3.2.3 材料的XRD和 FTIR测试 |
| 3.2.4 复合材料的凝固时间 |
| 3.2.5 孔隙率测定 |
| 3.2.6 抗压强度测试 |
| 3.2.7 溃散和降解实验 |
| 3.2.8 细胞实验 |
| 3.2.9 纤维长度对骨水泥性能的影响 |
| 3.3 实验结论 |
| 第四章 磷酸钙/硫酸钙可控骨水泥的制备及性能研究 |
| 4.1 材料的制备 |
| 4.1.1 α-CSH的制备 |
| 4.1.2 α-TCP的制备 |
| 4.1.3 实验过程中固化液的制备 |
| 4.1.4 复合材料的制备 |
| 4.2 实验结果与讨论 |
| 4.2.1 材料的表面形貌 |
| 4.2.2 α-CSH和 α-TCP的粒径分布 |
| 4.2.3 材料成分分析 |
| 4.2.4 α-TCP含量对材料凝固时间和抗压强度的研究 |
| 4.2.5 α-TCP含量对材料降解速率的影响 |
| 4.2.6 不同固化液对材料凝固时间和抗压强度的研究 |
| 4.3 实验结论 |
| 第五章 丝素纳米纤维/磷酸钙/硫酸钙骨水泥的制备及性能研究 |
| 5.1 材料的制备 |
| 5.1.1 α-CSH的制备 |
| 5.1.2 α-TCP的制备 |
| 5.1.3 实验过程中固化液的制备 |
| 5.1.4 复合材料的制备 |
| 5.2 实验结果与讨论 |
| 5.2.1 材料的表面形貌 |
| 5.2.2 材料成分分析 |
| 5.2.3 α-TCP和 SFF对硫酸钙骨水泥凝固时间和抗压强度的影响 |
| 5.2.4 α-TCP和 SFF对硫酸钙骨水泥降解速率的影响 |
| 5.2.5 复合骨水泥的细胞实验 |
| 5.3 实验结论 |
| 第六章 全文总结及展望 |
| 6.1 全文总结 |
| 6.2 展望 |
| 参考文献 |
| 硕士学位期间取得的科研成果 |
| 致谢 |
（10）电信号响应性铌酸钾钠基植入材料及其生物学性能研究（论文提纲范文）
| 摘要 |
| Abstract |
| 缩略词对照表 |
| 第一章 绪论 |
| 1.1 骨肉瘤及其治疗现状 |
| 1.1.1 骨肉瘤概述 |
| 1.1.2 骨肉瘤的治疗现状 |
| 1.1.3 植入材料在骨肉瘤治疗中的研究进展 |
| 1.2 植入材料感染及其抗菌方法 |
| 1.2.1 植入材料感染概述 |
| 1.2.2 抗菌剂的抗菌机理 |
| 1.2.3 植入材料抗菌的方法 |
| 1.3 电刺激在临床治疗的应用 |
| 1.3.1 生命体的电学特性 |
| 1.3.2 电刺激在治疗肿瘤方面的应用 |
| 1.3.3 电刺激在消除细菌感染方面的应用 |
| 1.3.4 电刺激在修复骨组织方面的应用 |
| 1.4 压电材料 |
| 1.4.1 压电材料的定义与分类 |
| 1.4.2 骨的压电效应 |
| 1.4.3 压电材料在生物医学方面的应用 |
| 1.4.4 铌酸钾钠基压电材料 |
| 1.5 本文研究意义及研究内容 |
| 第二章 电信号响应性铌酸钾钠基植入材料抗肿瘤性能研究 |
| 2.1 引言 |
| 2.2 材料与实验方法 |
| 2.2.1 主要实验试剂 |
| 2.2.2 主要实验仪器 |
| 2.2.3 铜掺杂铌酸钾钠压电植入材料制备 |
| 2.2.4 材料理化性质表征 |
| 2.2.5 材料体外仿生矿化性能表征 |
| 2.2.6 材料生物学性能表征 |
| 2.3 结果与讨论 |
| 2.3.1 材料的形貌、压电性能及离子释放 |
| 2.3.2 材料的结构及铜掺杂状态 |
| 2.3.3 材料表面电信号调控 |
| 2.3.4 材料的细胞相容性和诱导矿化能力 |
| 2.3.5 材料的体外抗肿瘤性能及其抗肿瘤机制 |
| 2.4 小结 |
| 第三章 电信号响应性铌酸钾钠基植入材料抗菌性能研究 |
| 3.1 引言 |
| 3.2 材料与实验方法 |
| 3.2.1 主要实验试剂 |
| 3.2.2 主要实验仪器 |
| 3.2.3 铜掺杂铌酸钾钠压电植入材料的制备 |
| 3.2.4 材料理化性质表征 |
| 3.2.5 细菌培养实验步骤 |
| 3.2.6 场发射扫描电子显微镜观察材料表面细菌形貌 |
| 3.2.7 细菌死活染色检测 |
| 3.2.8 细菌细胞内活性氧检测 |
| 3.2.9 细胞实验研究 |
| 3.2.10 细菌细胞内Cu2+离子浓度检测 |
| 3.2.11 统计学分析 |
| 3.3 结果与讨论 |
| 3.3.1 材料表面电信号调控 |
| 3.3.2 材料的细胞相容性 |
| 3.3.3 材料的抗菌性能 |
| 3.3.4 材料的抗菌机制 |
| 3.4 小结 |
| 第四章 超声刺激作用下电信号响应性铌酸钾钠基压电粒子抗肿瘤性能研究 |
| 4.1 引言 |
| 4.2 材料与实验方法 |
| 4.2.1 主要实验试剂 |
| 4.2.2 主要实验仪器 |
| 4.2.3 铜掺杂铌酸钾钠压电粒子的制备 |
| 4.2.4 材料理化性质表征 |
| 4.2.5 体外抗肿瘤实验 |
| 4.2.6 体内动物实验 |
| 4.3 结果与讨论 |
| 4.3.1 压电粒子的形貌、粒径和物相性能 |
| 4.3.2 超声刺激作用下压电粒子的电信号响应性 |
| 4.3.3 超声刺激作用下压电粒子的生物相容性 |
| 4.3.4 超声刺激作用下压电粒子的体外抗肿瘤性能 |
| 4.3.5 超声刺激作用下压电粒子的体内抗肿瘤性能 |
| 4.4 小结 |
| 第五章 电信号响应性铌酸钾钠植入材料表面微区结构的构建 |
| 5.1 引言 |
| 5.2 材料与实验过程 |
| 5.2.1 主要实验试剂 |
| 5.2.2 主要实验仪器 |
| 5.2.3 铌酸钾钠压电植入材料的制备 |
| 5.2.4 激光辐照加工微区结构 |
| 5.2.5 材料理化性质表征 |
| 5.2.6 材料调控选区矿化性能表征 |
| 5.3 结果与讨论 |
| 5.3.1 材料仿生矿化性能 |
| 5.3.2 材料表面微区结构的构建与表征 |
| 5.3.3 材料表面微区结构选区仿生矿化 |
| 5.4 小结 |
| 结论 |
| 论文的创新性 |
| 工作展望 |
| 参考文献 |
| 攻读博士学位期间取得的研究成果 |
| 致谢 |
| 附件 |
四、纳米材料在骨科的应用（论文参考文献）
- [1]生物矿化技术修饰的磺化聚醚醚酮材料对骨缺损修复的研究[D]. 孙嘉阳. 吉林大学, 2021(01)
- [2]医用金属材料在骨科应用中的生物功能化[J]. 李珊,刘超,晏怡果. 中国组织工程研究, 2021(34)
- [3]n-HA/PA66骨整合与调节巨噬细胞极化研究[D]. 李剑箫. 重庆医科大学, 2021(01)
- [4]3D打印组织工程人工骨的制备及生物学性能研究[D]. 王晓东. 遵义医科大学, 2021(01)
- [5]生物可降解Mg-1Zn-1Sn-xSr合金的设计制备、生物相容性及生物学性能研究[D]. 温亚枫. 重庆医科大学, 2021(01)
- [6]骨科可吸收高分子材料的应用研究进展[J]. 聂真,隋显玉,李晏乐,聂伟志. 中国中医骨伤科杂志, 2020(07)
- [7]竹纤维/纳米磷灰石复合材料及其膜材料的研究[D]. 马兵利. 湖南师范大学, 2020(01)
- [8]多孔n-HA/PGS -M复合支架的制备及其材料学特性和体内外生物学特性的实验研究[D]. 王耀宗. 吉林大学, 2020(08)
- [9]硫酸钙基骨修复材料的性能改进与研究[D]. 徐睿. 太原理工大学, 2020
- [10]电信号响应性铌酸钾钠基植入材料及其生物学性能研究[D]. 翟锦霞. 华南理工大学, 2020